JP2009056320A - 流体噴射装置および手術器具 - Google Patents

Abstract

【課題】生体組織の切開能力を高め、血管等の脈管組織を保存しながら病変組織のみを切開することができ、また、気泡の発生、残存を減じて術野の視野が確保できる流体噴射装置と、その駆動方法を提供する。
【解決手段】流体噴射装置１０は、ポンプ室１３２を備え、ポンプ室１３２の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプ１００と、マイクロポンプ１００の出口流路に一方の端部が接続され、他方の端部が出口流路の直径よりも縮小された開口部２１１が設けられた接続流路２０１と、接続流路２０１が穿設され、マイクロポンプ１００から流動される流体の脈動を開口部２１１に伝達し得る剛性を有する接続流路管２００とが、備えられている。流体は、脈動波群と休止部との繰り返しで流動され、高速で開口部２１１から噴射される。
【選択図】図１

Description

本発明は、特に、生体組織を切開または切除することに好適な流体噴射装置とその駆動方法に関する。

従来、噴射される流体による手術は、血管等の脈管構造を保存しながら臓器実質を切開することが可能であり、さらに、切開部以外の生体組織に与える付随的損傷が微小であることから患者負担が小さく、また、出血が少ないため、出血が術野の視界を妨げないため迅速な手術が可能であり、特に微小血管からの出血に難渋する肝切除に多く臨床応用されている。

例えば、外部に液体の加圧源としてのポンプを備え、ポンプによって加圧された生理的食塩水などの液体を、柔軟なチューブで経内視鏡的にチューブ先端から噴射させて、生体組織の切開等を行う内視鏡用手術装置としての流体噴射装置が知られている（例えば、特許文献１参照）。

また、チャンバー内に蒸気発生手段を備え、この蒸気発生手段により発生する高圧の蒸気バブルによって脈動状に流体の噴射を行う流体噴射装置とその駆動方法が知られている（例えば、特許文献２参照）。

特開昭６３−９９８５３号公報（第３頁、図１） 特表２００３−５０００９８号公報（第８頁、図１）

このような特許文献１では、外部に液体（流体）の加圧源としてのポンプを備え、柔軟なチューブで高圧の流体を処置部まで導いているために、仮に加圧源で圧力脈動を発生したとしても、チューブに弾性があるために流体の噴射は、連続流になってしまう。詳しくは後述するが、流体の噴射が脈動する場合、先頭波の衝撃で切開能力が高くなる。一方、連続流では生体組織の切開能力が充分ではなく、しかも噴射される流量が多くなるため、切開部から生体組織等の飛沫が飛びやすく、この飛沫が施術者に対し感染をおこす恐れがあると考えられる。
また、流体の流量が多いために、処置部に気泡が発生しやすく、しかも、連続流であることから、この気泡が消滅しにくいので、術野の視界を妨げるというような課題もある。

特許文献２では、流体は、蒸気発生手段によって脈動する流体の噴射が可能であるが、蒸気発生手段による流体の噴射は、噴射速度や流量の制御が困難で、人体の様々な処置部の切開を効率よく行うことが困難である。
また、蒸気発生の際、チャンバー（マイクロ液体チャンバー）が微小であるために、流体の温度が上昇し、切開部周辺の熱組織変化や流体自体の変質が考えられ、安全性にも課題がある。

本発明の目的は、生体組織の切開能力を高め、血管等の脈管組織を保存しながら病変組織のみを切開することができ、また、気泡の発生、残存を減じて術野の視野が確保できる流体噴射装置と、その駆動方法を提供することである。

本発明の流体噴射装置は、ポンプ室を備え、前記ポンプ室の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプと、前記マイクロポンプの出口流路に一方の端部が接続され、他方の端部が前記出口流路の直径よりも縮小された開口部が設けられた接続流路と、前記接続流路が穿設され、前記マイクロポンプから流動される前記流体の脈動を前記開口部に伝達し得る剛性を有する接続流路管と、が備えられていることを特徴とする。
ここで、流体としては、水や生理的食塩水等の液体が採用できる。
また、接続流路管の材料としては、ステンレス鋼、チタン合金、アルミニウム合金等を採用することができる。

この発明によれば、マイクロポンプのポンプ室の容積を変更する手段が、例えば、圧電素子である場合、マイクロポンプから流動される流体は、圧電素子の伸縮によって脈動して流出される。接続流路が穿設された接続流路管が、流体の脈動を開口部まで伝達できる程度の剛性を有しているので、流体が接続流路を流動する際に、接続流路管が変形することにより脈動を吸収しないため、開口部外に脈動する流体を噴射することができる。

本発明の流体噴射装置は、前記マイクロポンプが、前記接続流路の前記出口流路側に流体抵抗要素またはイナータンス増加要素が出口流路側流体制御要素として備えられていることが好ましい。
ここで、流体抵抗要素は、流体を流入または流出する逆止弁であり、イナータンス増加要素は、ポンプ室から接続流路に至る出口流路のイナータンスを増加するための高剛性で断面積が小さい管路を示す。

従って、この発明では、出口流路側制御要素が、接続流路の出口流路側に備えられているために、接続流路内の圧力波の反射が効率よく行われ、圧電素子の振動との共鳴時に高い圧力を発生することができる。特に、イナータンス増加要素は、接続管路内での共鳴時の高圧に対して逆止弁のように破壊の心配がないためにより好ましい。

本発明では、前期出口流路側流体制御要素と前記開口部との間の接続流路の長さが１００ｍｍ〜２００ｍｍであることが好ましい。

この流体噴射装置は、例えば、生体の臓器の手術用メスとして用いられる。この際、生体内部臓器の施術の場合、生体の内部の処置部近傍まで接続流路の開口部が達していることが求められるが、接続流路が１００ｍｍ〜２００ｍｍに設定されているために、例えば、肝臓や脳神経領域の手術には充分の長さであり、また、術野の視界を妨げない適当な長さであり、さらに、施術者が、この流体噴射装置を正確に扱える好適な長さである。
本発明では、接続流路の長さは、１００ｍｍ以下でも、２００ｍｍ以上でもマイクロポンプの適切な設定で要求される性能の流体噴射装置が得られるが、先述の理由から１００ｍｍ〜２００ｍｍの範囲が最も好ましい。

本発明の流体噴射装置は、前記接続流路の直径が１ｍｍ〜３ｍｍで、前記接続流路管の壁の厚さが０．１ｍｍ〜１ｍｍであることが望ましい。

この発明によれば、接続流路管の外殻直径は最大５ｍｍとなる。これは、前述した接続流路の長さの範囲と同様、生体臓器の手術の際に、処置部周辺の付随的組織に接続流路管が接触しない範囲で適切な大きさであるが、好ましくは、２ｍｍ〜４ｍｍの範囲に設定される。
このことは、流体の流動量、前述した脈動の確保等から接続流路の直径の範囲と、接続流路管の剛性から選択される壁の厚みの範囲で、任意に組み合わせの選択をすることができる。

なお、先述したように、施術性を考慮すると接続流路管の先端は、細く形成されることが好ましいが、鋭角にすると、接続流路管の先端が処置部や周辺の付随的組織に触れた際に損傷する恐れがあるので、滑らかに丸められていることがより好ましい。

また、本発明では、前記接続流路の直径が前記イナータンス増加要素の直径よりも大きいことが好ましい。
この発明によれば、接続流路の直径が、イナータンス増加要素、つまり、ポンプ室から接続流路に至る出口流路の直径よりも大きい。即ち、接続流路には、出口流路との接続部と先端の開口部とにできる段差によって、流体の流体抵抗要素となる壁が形成される。このことから、前述した流体の脈動による圧力波は、ポンプの出口流路から接続流路を流通して開口部まで達すると、開口部の段差によって反射される。この圧力波の反射が出口流路との間で繰り返されることによって、接続流路内の圧力振幅が大きくなり、開口部に伝達される圧力脈動が大きくなるため、開口部から噴射される流体がより高速となり、生体組織の切開能力が高められるという効果がある。

本発明では、前記接続流路の開口部にノズルが備えられていることが望ましい。
接続流路は、開口部が前記出口流路の直径よりも縮小されているが、この際、接続流路が穿設されている接続流路管の先端を細く絞り込んで開口部を一体で形成することができるが、先端形状が製造上制約されることが考えられるため、別にノズルを備えることがより望ましい。ノズルは、例えば、処置部に合わせた形状にすることができる他、例えば、直径が縮小されている開口部の流体導入部を設けることで噴射された流体が分散することなく所定の部位に正確に集中噴射させることができるという効果もある。

本発明の流体噴射装置の駆動方法は、接続流路内の流体の音速をＱとし、出口流路側流体制御要素と開口部の間の接続流路の長さをＬ、ポンプ容積の変更周波数をｆ、ｎを正の整数としたとき、ｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆを満たすように前記ポンプ室容積の変更を行うことを特徴とする。

前述したように、接続流路は、出口流路の接続部と先端の開口部とに流体の流体抵抗要素となる壁が形成されている。また、流体はポンプ室の容積変更によって脈動する。その結果、接続流路の端部にある流体の流体抵抗要素間を圧力波が往復伝播されて高圧が発生し、この高圧により開口部から流体が高速で噴射される。
この際、接続流路の長さＬ、流体の音速Ｑ、ポンプ室容積の変更周波数（圧電素子の駆動周波数）ｆとの関係をｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆにする、即ち、圧電素子の駆動周波数と流体の接続流路内の往復伝播の周期を共鳴関係に条件設定することによって、開口部から噴射される流体がより高速となり、生体組織の切開能力が高められるという効果がある。

本発明の流体噴射装置の駆動方法は、ポンプ室を備え、前記ポンプ室の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプと、前記マイクロポンプの出口流路に一方の端部が接続され、他方の端部に開口部が設けられた接続流路と、が備えられている流体噴射装置の駆動方法であって、前記流体が脈動波群と休止部との繰り返しで流動されることを特徴とする。

この発明によれば、前述したような流体噴射装置では、流体が脈動波群と休止部との繰り返しで流動される。
ここで、脈動波群と休止部との繰り返しによる流動とは、流体が噴射、停止の間歇的繰り返しによって流体が流動されることであり、即ち、圧電素子の駆動（脈動波群の駆動時間）、停止（休止部の時間）が間歇的に行われることで、脈動波群による駆動時に生体組織の切開が行われる。詳しくは後述するが、流体の噴射が脈動することによって、その脈動の衝撃圧が大きくなる。従って、所定の周期で噴射圧力を高めることで、連続流の切開に比べ切開能力を高めることができる。

また、脈動波群と休止部との繰り返しにおける、脈動波群の駆動時間と休止部の時間を調整することで、臓器実質は切開できるが、付随的組織、例えば、血管のように周辺組織よりもヤング率の高い組織は保存することができ、出血を低減できるということが後述する実験結果から得られている。
さらに、流体の噴射が停止する時間を設けることで生体組織の切開部に気泡が残存することが少なく、この気泡が術野の視野を妨げることを防止できるという効果がある。

また、この発明によれば、前記脈動波群の駆動時間に対する前記休止部の時間が１〜５であることが好ましい。

従って、前述したように脈動波群と休止部との繰り返しにより切開能力を高めることができるが、脈動波群の駆動時間と休止部の時間の比を上述のような範囲を設定することで、生体組織の切開能力が高められるとともに、脈動波群の駆動時間に対して一定の範囲の比率で休止部の時間を設けることで、術野の視界を妨げる気泡の発生を低減できるという後述の実験結果が得られている。

さらに、この発明によれば、前記脈動波群と休止部との繰り返しのうち、休止部の時間が１ｍｓｅｃ〜１０ｍｓｅｃであることが好ましい。

生体組織の切開等において、流体が、前述したように脈動波群と休止部との繰り返しで噴射されるので切開能力を高めることができるが、休止部の時間を１ｍｓｅｃ〜１０ｍｓｅｃの範囲に設定することで、脈動波群の駆動時間とのインターバルを適切に設定することができる。このことから、処置部の切開時に、流体が生体組織に当たった際に発生する気泡を減ずるとともに、前述した適切な休止部の時間を設けることで残存気泡を減ずることができる。従って、より一層、術野の視野を妨げることを防止することができるという効果がある。
なお、この際、前述したように、脈動波群の駆動時間に対する休止部の時間の比が１〜５の範囲に設定されることがより好ましい。

本発明の流体噴射装置は、ポンプ室を備え、前記ポンプ室の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプが、着脱自在のカバーが装着されていることを特徴とする。

この発明によれば、マイクロポンプにはカバーが装着されているので、施術の際に、この流体噴射装置を施術者が持ちやすく、微細な部位の施術が行いやすく、施術者の疲労を減ずるという効果もある。
また、このカバーは着脱が自在であるために、流体噴射装置からカバーを外して洗浄することができ、さらに、マイクロポンプはそのままに、処置部によって異なった形状のカバーを用意して交換して使用すれば、操作性をより一層高めることができる。

また、本発明では、前記カバーが、振動吸収材または断熱材で形成されていることが好ましい。
本発明の流体噴射装置は、手で握って操作されることが想定される。前述したように、流体噴射装置は、圧電素子で駆動されるので、例えば、圧電振動子の振動にマイクロポンプを構成する筐体が共振して、その振動が手に伝達することが考えられる。従って、カバーが振動吸収材で構成されることで、マイクロポンプの振動を吸収できるので，振動が手に伝わることがなく微細な部分の施術を行うことができる。
ここで、振動吸収材としては、シリコン系ゴム、ウレタン系ゴムなどの他、硬度が低い合成樹脂等が採用できる。

さらに、この流体噴射装置は、長時間にわたって使用されることが想定され、施術者の体温によって流体の温度が上昇することが予想されるので、カバーが断熱材で形成されていることによって、手の温度が伝達しにくいという効果がある。

なお、このカバーは、前述したような材料が選択される他に、手で握ったときにすべりにくい形状や、表面処理をしておくことがより好ましい。

以下、本発明の実施の形態を図面に基づいて説明する。
図１〜図４は本発明の実施例１の流体噴射装置と駆動方法、図５は、実施例２の流体噴射装置、図６は、実施例３の流体噴射装置、図７〜図９は、実施例４の流体噴射装置、表１は、この流体噴射装置を用いた生体組織の切開実験の評価結果が示されている。

図1〜図４は実施例１の流体噴射装置及びその駆動方法が示されている。
図１は、本実施例１の流体噴射装置１０の縦断面図を示す。図１において、流体噴射装置１０は、大きくは、マイクロポンプ１００とマイクロポンプ１００に接続する出口流路接続管３００と出口流路接続管３００に接続する接続流路管２００から構成されている。

マイクロポンプ１００は、流体が流入される入口流路１２２が設けられた入口流路体１２０と、ダイアフラム１３１が密接固定されて構成されるポンプ室１３２を有するポンプ室体１３０と、ポンプ室１３２の容積を変更するアクチュエータ１５１を備えたアクチュエータユニット１５０とから構成されている。

入口流路体１２０は、平面視外形は略円筒形であり、側面一方方向に入口流路１２２が穿設されたパイプ状の入口接続管１２１が突出して形成され、入口流路１２２は、入口流路室１２３に流通している。入口流路１２２の先端部は、図示しないチューブ等の外部配管に接続され、水もしくは生理的食塩水等の流体が供給される。入口流路室１２３は、ポンプ室体１３０に流通しており、このポンプ室体１３０の出口流路側には流体抵抗要素としての逆止弁１２５が固着されている。また、入口流路室１２３の逆止弁１２５とは反対側の開口部は、封止板１２４が入口流路室１２３の周縁に接着や溶接、螺合等の固着手段で密閉固定されている。

この入口流路体１２０の逆止弁側の外周部には、段状のＯリングボックス１２６が形成され、そのＯリングボックス１２６の外側にポンプ室体１３０が圧入される段状の固定部１２７が形成されている。

ポンプ室体１３０は、入口流路室１２３に流通するポンプ室体側出口流路３０１が前述した入口流路１２２の反対側に穿設されている。ポンプ室体１３０の入口流路室１２３の反対側に浅い凹部が形成されており、この凹部の開口部には、その周縁にダイアフラム１３１が固定されている。この凹部とダイアフラム１３１で構成された空間がポンプ室１３２である。
また、出口流路接続管３００には、ポンプ室体側出口流路３０１に連通し、同径の接続管側出口流路３０２が穿設されている。これらの、ポンプ室体側出口流路３０１と接続管側出口流路３０２を併せて出口流路という。さらに、この出口流路がイナータンス増加要素であり、従って出口流路側流体制御要素となっている。

また、入口流路体１２０とポンプ室体１３０との接合部には、前述した固定部１２７の段部直径と略同じ直径の凹部１３３が形成され、Ｏリングボックス１２６内にリング状のＯリング２３０が装着されている。この状態で入口流路体１２０の固定部１２７とポンプ室体１３０の凹部１３３とが圧入固定され、Ｏリング２３０が圧接されて流体の漏れを防止している。
なお、入口流路体１２０とポンプ室体１３０との接合は、圧入固定に限らず、接着や、螺合によって固定することができる。
ポンプ室体１３０のダイアフラム１３１側には、アクチュエータユニット１５０が装着されている。

アクチュエータユニット１５０は、筒状の筐体１５２と、この筐体１５２の一方の開口部を閉塞する蓋部材１５４と、この蓋部材１５４の内側面に端部が固着されるアクチュエータ１５１と、圧電素子１５１の他方の端部に固着された上台１５５とから構成され、筐体１５２の蓋部材１５４とは反対側の端部がダイアフラム１３１を押圧しながら、その外周部をポンプ室体１３０に形成されている凹状の固定部に圧入して一体に固定される。

この際、上台１５５の図中上面がダイアフラム１３１に密接された関係である。図示しないが、筐体１５２の側面には、内側から外側に貫通する孔が設けられ、この孔を挿通するリード線が設けられ、やはり図示しないが外部の外部制御回路に接続されている。アクチュエータ１５１は、長手方向に伸縮する圧電素子であり、外部制御回路から交流電圧が印加されることで、伸縮を行い、伸びたときにダイアフラム１３１を押して撓ませてポンプ室１３２の容積を減じ、収縮したときには、元の状態に引き戻し、ポンプ室１３２の容積を増加させる。

ここで、本発明のマイクロポンプにおける流路のイナータンスの関係について説明を加える。入口流路のイナータンスは、入口流路１２２から逆止弁１２５までの流路のイナータンスであり、一方、出口流路のイナータンスは、逆止弁１２５からポンプ室体側出口流路３０１と接続管側出口流路３０２で構成される出口流路のイナータンスである。この２つのイナータンスを比較すると、出口流路のイナータンスは入口流路のものよりはるかに大きくなっている。

出口流路接続管３００には、後述する接続流路管２００が圧入固定される接続流路管固定穴３０４が穿設されている。この接続流路管固定穴３０４に接続流路管２００の一方の端部が圧入される。また、出口流路接続流路管３００は、接続流路固定穴３０４の反対側端部がポンプ室体１３０から突出した出口流路固定部１３４に圧入されてポンプ室体１３０に固定されている。

接続流路管２００には、前述した出口流路と流通する接続流路２０１が穿設されている。接続流路管２００は、高剛性の金属材料で形成される。この接続流路管２００の先端には、流体が噴射される開口部２１１を有するノズル２１０が圧入されている。

ノズル２１０は、一方の先端に流体が噴射される際に流体が分散せず、しかも噴射方向が一定になるような流体導入路２１２に連続する開口部２１１が設けられている。また、他方の端部は、流体導入路２１２に連続して先端側が広いテーパ孔２１３が設けられている。
さらに、開口部２１１の外側周縁は面取りや、円弧等で滑らかに丸められている。

次に、接続流路管２００、接続流路２０１について詳しく説明を加える。接続流路２０１は、直径が１ｍｍ〜３ｍｍで、出口流路の直径よりも大きく、また、接続流路２０１の外殻である接続流路管２００の厚さが０．１ｍｍ〜１ｍｍに設定されている。従って、接続流路管２００の外径は最大で５ｍｍとなる。
また、接続流路管２００の端部と出口流路接続管３００との当接部から開口部２１１の入口までの距離を接続流路とし、この長さをＬとしたとき、Ｌは１００ｍｍ〜２００ｍｍの範囲に設定される。

次に、本発明のマイクロポンプ１００の駆動動作について説明する。
図２は、ポンプ室１３２内の圧力とダイアフラム１３１の変位の関係を示すグラフである。図１も参照して説明する。まず、アクチュエータ１５１に脈動する駆動電圧が供給されることによってダイアフラム１３１が振動して、ポンプ室１３２の容積が連続して変化する。この際、マイクロポンプ１００の負荷圧力を１．５気圧としてマイクロポンプを運転して、動作流体の吐出流量が多い状態の時のダイアフラム１３１の変位（μｍ）、ゲージ圧で示したポンプ室１３２内圧力（気圧）の波形を示す。ダイアフラム１３１の変位波形において、波形の傾きが正の領域は、アクチュエータ１５１が伸びてポンプ室１３２内の容積が減少している過程である。一方、波形の傾きが負の領域は、アクチュエータ１５１が収縮してポンプ室１３２内の容積が増大していく過程である。

ポンプ室１３２内の圧力は、ポンプ室１３２の容積減少過程が始まると圧力上昇が始まる。そして、後述する理由によって、この容積減少過程が終了する前に、圧力は最大値を迎え減少し始める。さらに、ポンプ室１３２の容積減少過程が始まると、引き続き圧力は減少し続け、この容積減少過程の途中でポンプ室１３２内に真空状態が発生し、ゲージ圧で−１気圧の一定値となる。

このときの入口流路と出口流路における流量の波形の関係のグラフを図３に示す。マイクロポンプ１００を運転した時に順方向（負荷方向）へ流れる流量をグラフ上で正方向としている。

出口流路の流量は、ポンプ室１３２内の圧力が上昇し負荷圧力を上回ると増加し始める。そして、ポンプ室１３２内の動作流体が出口流路から流出し始め、流出量がダイアフラム１３１の変位によるポンプ室１３２の容積減少量を上回るポイントでポンプ室１３２内の圧力は減少し始める。これは、出口流路の大きなイナータンスにより、運動エネルギーが出口流路内の流体に保存される慣性効果によるものである。ポンプ室１３２内の圧力が減少し、負荷圧力よりも低下すると出口流路の流量は減少し始める。これらの流量変化率は、ポンプ室１３２内の圧力と負荷圧力との圧力差を出口流路のイナータンス値で除した値とほぼ等しい。

一方、入口流路では、ポンプ室１３２内の圧力が入口流路内の圧力よりも減少すると、その圧力差によって逆止弁１２５が開き流量が増加し始める。また、ポンプ室１３２内の圧力が上昇し大気圧よりも増加すると減少し始める。これらの流量変化率は逆止弁１２５が開放されている期間は、前述したことと同様に、ポンプ室１３２内の圧力と、入口流路上流側の圧力との圧力差を入口流路のイナータンス値で除した値とほぼ等しい。そして、逆止弁１２５の逆止効果によって逆流が防止されている。

次に、流体の開口部の噴射について説明する。
まず、ポンプ室１３２の容積変化により出口流路から脈動として接続流路２０１に流出された流体は、接続流路２０１内の接続管路側出口流路３０２側に高圧を発生する。これは開口部２１１が極めて小さな口径であることによる。発生した高圧は、接続流路２０１内を接続流路２０１内の流体の音速で伝播し、この高圧により開口部２１１より流体が高速で噴射される。圧力波の一部は流体導入路２１２の壁面で反射し、再び出口流路側に伝播していく。

出口流路側に伝播してきた圧力波は、接続流路２０１と接続管路側出口流路３０２との接合面にできる段差部分の壁で再び反射する。このとき、出口流路から接続流路２０１内への流体の吐出を同期させることにより、圧力波の最高圧力をさらに高めることができ、開口部２１１から、さらに強力な噴射が可能になるのである。

従って、接続流路２０１内の流体の音速をＱとし、出口流路側流体制御要素と開口部の間の接続流路の長さをＬ、ポンプ室容積の変更周波数をｆ、ｎを正の整数としたとき、２Ｌ＝Ｑ／ｆを満たすときが、最も効率よく流体を噴射することができる。この条件は、ポンプ容積の変更周波数に対して流体の圧力波が共鳴状態になっていることである。
さらに、ｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆの条件下でも、接続管路側出口流路３０２との接合面にできる段差部分の壁による圧力波の反射と、出口流路から接続流路２０１内への流体の吐出が同期するので効率の良い噴射が可能になる。
従って、接続流路管２００は、この圧力波によって変形、または、共鳴に影響が出ない程度の剛性が備えられている。
また、ここで言う接続流路２０１内の流体の音速とは、接続流路２０１の剛性の影響も加味した音速である。

続いて、本実施例１の流体噴射装置１０における流体の噴射状態を測定した結果を説明する。
図４は、圧電素子から成るアクチュエータ１５１の駆動周波数と開口部２１１に圧力センサーを対向させ、噴射した流体のよどみ圧力波形を測定した結果を示すグラフである。
図４において、上段のグラフは、アクチュエータ(圧電素子)１５１の駆動波形で、図中左側の脈動した波形が出ている期間が脈動波群の駆動時間を示す。
また、図中、下段のグラフが、開口部２１１における流体のよどみ圧力波形を示す。
横軸は、経過時間（単位、秒）を示す。

次に、流体噴射装置１０の各部位の要件を説明する。接続流路Ｌの長さ１５０ｍｍ、開口部２１１の直径を０．２ｍｍ、ダイアフラム１３１の有効直径を６ｍｍ、イナータンス増加要素として直径を０．７５ｍｍ、長さ１２ｍｍの出口流路を設定した。
アクチュエータ１５１の駆動周波数は、図４（ａ）が２．２ｋＨｚ、図４（ｂ）が３．７ｋＨｚ、図４（ｃ）が５ｋＨｚである。アクチュエータ１５１の駆動電圧は１００Ｖとし、ＯＮ期間に６パルス出力している。

図４（ａ）では、流体の噴射によるよどみ圧力は、２気圧以下であるが安定している。
図４（ｂ）では、よどみ圧力の最高値は２気圧を超えているが、その後不安定となる。
図５（ｃ）では、最も高いよどみ圧力を示している。駆動周期２周期に１回のよどみ圧力の上昇が見られるのは、出口流路側流体制御要素としてイナータンス増加要素を用いているためで、イナータンス増加要素により、出口流路内での流動が駆動電圧１周期より長い間継続していることを示している。これは、効率よくポンプが流体を吐出していることを示し、また、この５ｋＨｚは接続流路内の流体の共鳴周波数にあたるため、相乗効果でよどみ圧力が上昇するのである。生体組織の切開能力はよどみ圧力と相関があるため本要件の流体噴射装置では、５ｋＨｚで駆動することが好ましい。

前述した条件で、実際に兎の肝臓を切開した実験結果を表１に示す。
表１は、アクチュエータ１５１の脈動波群の駆動時間と休止部の時間を変えて、肝臓組織の切開状態、出血量、切開時の気泡発生について実験したときの評価結果を示す。
アクチュエータ１５１の駆動周波数は５ｋＨｚ、１００Ｖで駆動とした。
なお、評価結果は、×は不可、△は許容できる範囲、○は良好、◎は最も良好というように表示している。

表１で示した実験結果から、脈動波群の駆動時間に対する休止部の時間（休止部の時間／脈動波群の駆動時間）が１〜５の範囲（実験番号３〜６）が許容できる範囲であり、また、休止部の時間が１ｍｓｅｃ〜１０ｍｓｅｃの範囲が許容できる範囲（実験番号３〜６）である。
休止部の時間１ｍｓｅｃについてはデータがないが、実験番号７が０．４ｍｓｅｃで不可評価のデータがあり、実験番号６が２ｍｓｅｃで最もよい評価結果がでているので、１ｍｓｅｃまでは許容できる範囲と推測した。

従って、実施例１では、流体噴射装置１０は、マイクロポンプ１００のポンプ室１３２の容積を変更する手段を、圧電素子のアクチュエータ１５１とし、マイクロポンプ１００によって流体は脈動状に流動されるが、接続流路管２００が高剛性であるために、脈動による圧力波が開口部まで伝播し、切開能力が高く、気泡が発生しにくい脈動による流体の噴射が可能になっている。

また、マイクロポンプ１００は、出口流路側に出口流路側流体制御要素としてイナータンス増加要素であるポンプ室体側出口流路３０１と接続管側出口流路３０２によって構成される出口流路が備えられているために、ポンプによる高圧の発生が可能である。
さらに、接続管側出口流路３０２と開口部２１１とは、接続流路２０１との接続部に流体の流動方向に段差の壁が形成されているので、前述の圧力波が接続流路２０１内のこの壁の間でより効率よく反射され、適当な駆動周波数時には共鳴によって圧力を高めることができる。また、出口流路側の壁は、逆止弁よりも構造的強度が高いため破壊される心配がないという効果もある。

この流体噴射装置１０は、生体の臓器の手術用メスとして用いられる。この際、生体内部臓器の組織切開をする場合、生体の内部の処置部近傍まで開口部２１１が達していることが求められるが、接続流路２０１（図中、Ｌ）が１００ｍｍ〜２００ｍｍに設定されているために、例えば、肝臓や脳神経領域の手術や、他の臓器等の切開を行うには充分の長さであり、また、術野の視界を妨げない適当な長さであり、さらに、施術者が、この流体噴射装置１０を正確に扱える好適な長さである。
本発明では、接続流路の長さは、１００ｍｍ以下でも、２００ｍｍ以上でもマイクロポンプの適切な設定で要求される性能の流体噴射装置が得られるが、先述の理由から１００ｍｍ〜２００ｍｍの範囲が最も好ましい。

実施例１の流体噴射装置１０は、接続流路２０１の直径が１ｍｍ〜３ｍｍで、接続流路管２００の外殻の厚さが０．１ｍｍ〜１ｍｍの範囲で設定されているので、接続流路管２００の外殻直径は最大５ｍｍとなる。これは、前述した接続流路２０１の長さの範囲と同様、臓器の手術の際に、処置部周辺に接続流路管２０１が接触しない範囲で適切な太ささであるが、好ましくは、２ｍｍ〜４ｍｍの範囲に設定される。

また、実施例１では、接続流路管２００の開口部にノズル２１０が備えられているので、例えば、処置部に合わせた形状を自在に選択することができる他、例えば、直径が縮小されている開口部２１１に流体導入部２１２を設けることで噴射された流体が分散することなく所定の部位に正確に集中流を噴射させることができるという効果もある。
なお、ノズル２１０は、接続流路管２００に圧入しているが、ノズル２１０と接続流路管２００に螺子を螺設して螺合固定すれば、処置部の部位によって適当なノズルを選択して使用することが容易に行うことができる。

さらに、実施例１では、接続流路の長さＬ、流体の音速Ｑ、ポンプ容積の変更周波数（圧電素子の駆動周波数）ｆとの関係をｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆにしているため、アクチュエータ１５１（圧電素子）の駆動周波数に流体の圧力波の反射が共鳴関係にあり、接続流路内の流体の圧力がより高くなり、効率よく流体が高速で噴射されるので、生体組織の切開能力が高められるという効果がある。

また、実施例１の流体噴射装置１０では、流体が脈動波群と休止部との繰り返しで流動される。前述したように、脈動波群による駆動時と休止部との繰り返しの際の脈動によるよどみ圧力により切開能力も高くなるため、連続流の切開に比べ切開能力を高めることができる。しかも、脈動による切開は流体量が少なくなるため、術野に溜まる流体による気泡の発生も少なくなると言う効果がある。

また、脈動波群の駆動時間に対する休止部の時間が１〜５、休止部の時間が１ｍｓｅｃ〜１０ｍｓｅｃの範囲で設定されているために、噴射流体の切開能力を高めることができるが、脈動波群の駆動時間との間隔を適切に設定することができる。このことから、処置部の切開時に、流体が生体組織に当たった際に発生する気泡をさらに減ずるとともに、休止部の時間を設けることで残存気泡を減ずることができる。従って、気泡が術野の視野を妨げるというような問題を防止することができる。

図５は、本発明の実施例２の流体噴射装置１０を示す。実施例２は、実施例１で示した出口流路管３００と接続流路管２００とノズル２１０を一体で成形したところに特徴があり、それ以外のマイクロポンプ１００の構造及び流体噴射装置の駆動方法は実施例１（図１〜図４、参照）と同じであり、実験結果もほぼ同等な評価が得られている。従って、相違個所のみを説明する。なお、実施例１（図１、参照）と同じ機能部分は、同じ符号を付与している。

図５は、実施例２の流体噴射装置１０の縦断面を示す。図５において、接続流路管２００は、一方の端部が、ポンプ室体１３０の側面に突出された接続流路管固定部１３４に圧入されて、出口流路３０１とポンプ室１３２が流通される。接続流路管２００の開口部２１１に向かって、流路の直径が変化している位置までが出口流路３０１とされ、そこから開口部２１１までが接続流路２０１とされる。

接続流路２０１と出口流路３０１の直径は、接続流路側が大きい。接続流路管２００の先端は、細く絞り込まれた形状で、流体の入口側に流体導入部２１２を有する開口部２１１が設けられている。なお、開口部外側は、なだらかに丸められている。
ここで、出口流路３０１との境から開口部２１１の流体入口までを接続流路とし、その長さＬが１００ｍｍ〜２００ｍｍの範囲に設定されている。
なお、接続流路管２００は、実施例１と同程度の剛性を有している。

また、接続流路２０１の直径が１ｍｍ〜３ｍｍで、接続流路管２００の外殻の厚さが０．１ｍｍ〜１ｍｍの範囲で設定され、実施例１と同様に、接続流路の長さＬ、流体の音速Ｑ、ポンプ容積の変更周波数（圧電素子の駆動周波数）ｆとの関係をｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆと成るようにポンプ容積の変更周波数ｆが設定されている。

従って、実施例２では、実施例１で示した出口流路管３００と接続流路管２００とノズル２１０とが一体で形成されていることが実施例１と異なるだけのため、前述した実施例１と同様な効果が得られる。
また、接続流路管２００は、金属製のパイプの先端部を絞り込みのような加工手段で開口部２１１を形成することができるので、構造が簡単でコストを低減することができる。

図６は、本発明の実施例３の流体噴射装置が示されている。実施例３は、入口流路側と出口流路側に流体抵抗要素としての逆止弁を備えた構造で、実施例１、実施例２の技術思想をそのままに他の構造の流体噴射装置を提供するものである。なお、実施例１（図１、参照）及び実施例２（図５、参照）と同じ機能部分は、同じ符号を付与している。
図６は、実施例３の流体噴射装置の縦断面図を示す。図６において、流体噴射装置１０は、入口流路１２２と接続流路２０１とポンプ室１３２を備えるポンプ室体１３０と、アクチュエータ１５１とアクチュエータ１５１が固着された筐体１５２を備えるアクチュエータユニット１５０とから構成されている。

入口流路１２２のポンプ室１３２との接続部のポンプ室１３２側には、入口流路逆止弁１４１が備えられており、この入口流路逆止弁１４１はポンプ室１３２側に開放される。入口流路１２２の他方の端部は、図示しないタンクなどに流通するチューブ１４３に接続されている。なお、接続流路１２２は、ポンプ室１３２に流通する手前で、図中約９０度に曲げられているが、この角度や方向は特に制約されるものではなく、流体抵抗を増加しない範囲の曲率であれば、性能には影響しない。
接続流路２０１側にも接続流路逆止弁１４２が備えられている。

接続流路逆止弁１４２は、アクチュエータ１５１に対して入口流路逆止弁１４１と略同じ距離に設けられている。この接続流路逆止弁１４２は、接続流路２０１側に開放される。接続流路２０１は、ポンプ室体１３０から突出されたパイプ状の接続流路管２００に穿接され、先端部にはノズル２１０が圧入されている。本実施例３では、前述した実施例１で示した接続流路管２００と出口流路接続管３００とポンプ室体１３０が一体に構成されたもので、その機能は実施例１と同じである。

ポンプ室体１３０のアクチュエータユニット１５０側にはダイアフラム１３１が密着固定され、このダイアフラム１３１とポンプ室体１３０とから構成される空間がポンプ室１３２である。

アクチュエータユニット１５０は、一方が開口された筐体１５２の内側端面に圧電素子からなるアクチュエータ１５１の一方の端面が固着されており、筐体１５２の開口部周縁がダイアフラム１３１に固着されている。この際、アクチュエータ１５１の他方の端面がダイアフラム１３１に密接される。

ここで、アクチュエータユニット１５０とポンプ室体１３０（接続流路２０１を除く）とをマイクロポンプと称する。このマイクロポンプの駆動動作は、実施例１で示したものと同じであるが、二つの逆止弁１４１，１４２を備える点が異なるため、この逆止弁１４１，１４２の動作について説明する。

アクチュエータ（圧電素子）１５１が収縮すると、ポンプ室１３２の容積を増加させ、入口流路逆止弁１４１が開放され流体がポンプ室１３２内に流入し、接続流路逆止弁１４２は密閉され流体の流出は停止する。また、アクチュエータ１５１が伸張すると、ポンプ室体１３２の容積が減少し、入口流路逆止弁１４１が密閉され、接続流路逆止弁１４２が開放されて流体が流出する。

ここで、接続流路２０１及び接続流路管２００の要件について説明する。
出口流路側流体制御要素としての接続流路逆止弁１４２とノズル２１０の開口部２１１の入口側との間の接続流路の長さＬを１００ｍｍ〜２００ｍｍ、接続流路２０１の直径を１ｍｍ〜３ｍｍで、接続流路管２００の外殻の厚さを０．１ｍｍ〜１ｍｍの範囲で設定する。

また、流体噴射装置１０の駆動方法としては、接続流路内の流体の音速をＱとし、前述した接続流路の長さをＬ、ポンプ室容積の変更周波数をｆ、ｎを正の整数としたとき、ｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆを満たすようにポンプ室容積の変更を行う。

本実施例３の流体噴射装置１０も実施例１と同様に脈動波群と休止部との繰り返しで流動されるが、脈動波群の駆動時間に対する休止部の時間が１〜５、且つ、脈動波群と休止部との繰り返しの休止部の時間が１ｍｓｅｃ〜１０ｍｓｅｃの範囲の組み合わせで駆動される。

従って、実施例３では、流体抵抗要素としての逆止弁が二つ備えられているが、流体噴射に係わる要件は、実施例１と同じに設定されるため、得られる効果も同等である。
なお、一般のマイクロポンプは、実施例３のようにポンプ室の流入側及び流出側に逆止弁を備えることか多いが、このようなマイクロポンプにも、前述した本実施例の要件を満たせば、同様な効果を得ることができる。

図７〜図９は、本発明の実施例４のカバー付き流体噴射装置１１が示されている。実施例４は、実施例１〜実施例３で示された流体噴射装置に手で握って操作がし易いカバーを備えていることが特徴である。なお、図７〜図９では、実施例１及び実施例２に記載の流体噴射装置を例に示しているが、実施例３の流体噴射装置にも応用できることはいうまでもない。
図７は、実施例４のカバー付き流体噴射装置１１の縦断面図、図８はカバー１６０の縦断面図、図９は、図７で示されたカバー付き流体噴射装置１１の平面図である。図７、図８において、流体噴射装置１０は、カバー１６０によってマイクロポンプ１００と、接続流路管２００及び入口接続管１２１に接続されるチューブ１４３の一部の周囲を覆われている。

カバー１６０は、図８中、Ａ−Ａで示された位置で上カバー１６５、下カバー１６６に２分割されている。上カバー１６５、下カバー１６６が合わせられた状態で、マイクロポンプ１００の本体部分が入る空間１６１、出口流路管３００が入る空間１６２が構成されている。
図７に示すように、流体噴射装置１０は、カバー１６０で覆われるが、マイクロポンプ１００は、カバー１６０とは接触しないように空間が設けられている。

カバー１６０は、チューブ１４３と接続流路管２００をカバー１６５，１６６で鋏み込んで押圧固定するが、カバー１６０の内部空間は、外気とは密閉状態にされる。従って、チューブ１４３側の固定部１６７と接続流路管２００側の固定部１６８は、それぞれチューブ外径、接続流路管２００の外径と同じか、小さい直径の孔とし、圧接状態にする。
特に接続流路管側の固定部１６８には、パイプ状のシール部材１６９を挿着することで、密閉性が高められる。

図９において、上カバー１６５、下カバー１６６（図示せず）は、チューブ１４３近傍と接続流路管２００近傍において、螺子１７０によって、上下螺合固定される。この際、螺子１７０の螺子頭は、カバー内に埋没するように座グリ穴１７１が設けられている。
なお、カバー１６０の材質としては、握っても変形しない程度の剛性があり、振動吸収性が高く、また断熱性が高い材料が選択されるが、シリコン系ゴム、ウレタン系ゴムや、硬度が低い他の剛性樹脂等を採用することができる。しかし、カバー１６０を握ったときに変形しない程度の剛性を有する。

本発明の流体噴射装置は、手で握って操作される。従って、本実施例４では、前述したように、流体噴射装置１０が圧電素子で駆動されるので、圧電素子の振動にマイクロポンプ１００を構成する筐体１５２等が共振して、その振動が手に伝達されることが考えられる。従って、カバー１６０が振動吸収材で構成されることで、マイクロポンプ１００の振動を吸収できるので，振動が手に伝わることがなく微細な部位の施術を行い易いうえ、施術者の疲労を減ずるという効果もある。

また、このカバーは着脱が自在であるために、流体噴射装置からカバーを外して洗浄することができ、さらに、マイクロポンプはそのままに、処置部によって異なった形状のカバーを用意して交換して使用すれば、操作性をより一層高めることができる。

さらに、この流体噴射装置１０は、長時間にわたって使用されることが想定され、施術者の体温によって流体の温度が上昇することが考えられるので、カバーが断熱材で形成されているため、手の温度が伝達しにくいという効果がある。
また、流体噴射装置１０がカバー１６０で覆われているために、噴射された流体や、生体組織切開時に血液等がマイクロポンプ１００に付着することを防止することができる。

なお、本発明は前述の実施例に限定されるものではなく、本発明の目的を達成できる範囲での変形、改良等は本発明に含まれるものである。
例えば、前述の実施例では、流体噴射装置は、生体組織の切開を例にあげ説明したが、その他に、結石等の破砕や、生体細胞に液体を導入したり、血管内塞栓の除去等にも応用できる。
さらに、医療分野以外でも、前述の噴流を動力源とする動力装置や冷却装置に応用することができる。

従って、前述の実施例１〜実施例４では、生体組織の切開能力を高め、血管等の脈管組織を保存しながら病変組織部のみを切開することができ、また、気泡の発生、残存を減じて術野の視野を確保する流体噴射装置と、その駆動方法を提供することができる。

本発明の実施例１に係る流体噴射装置の縦断面図。 本発明の実施例１に係るポンプ室内の圧力とダイアフラムの変位の関係を示すグラフ。 本発明の実施例１に係る入口流路と出口流路における流量の波形の関係を示すグラフ。 本発明の実施例１に係るアクチュエータの駆動周波数と噴射した流体のよどみ圧力波形の関係を示すグラフ。 本発明の実施例２に係る流体噴射装置の縦断面図。 本発明の実施例３に係る流体噴射装置の縦断面図。 本発明の実施例４に係る流体噴射装置の縦断面図。 本発明の実施例４に係る流体噴射装置のカバーの縦断面図。 本発明の実施例４に係る流体噴射装置の平面図。

符号の説明

１０…流体噴射装置、１００…マイクロポンプ、１３２…ポンプ室、１６０…カバー、２００…接続流路管、２０１…接続流路、２１１…開口部、３０１…ポンプ室体側出口流路、３０２…接続流側出口流路。

Claims (12)

1. ポンプ室を備え、前記ポンプ室の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプと、
   前記マイクロポンプの出口流路に一方の端部が接続され、他方の端部が前記出口流路の直径よりも縮小された開口部が設けられた接続流路と、
   前記接続流路が穿設され、前記マイクロポンプから流動される前記流体の脈動を前記開口部に伝達し得る剛性を有する接続流路管と、
   が、備えられていることを特徴とする流体噴射装置。
2. 請求項１に記載の流体噴射装置において、
   前記マイクロポンプが、前記接続流路の前記出口流路側に流体抵抗要素またはイナータンス増加要素を出口流路側流体制御要素として備えていることを特徴とする流体噴射装置。
3. 請求項１または請求項２に記載の流体噴射装置において、
   前期出口流路側流体制御要素と前記開口部との間の接続流路の長さが１００ｍｍ〜２００ｍｍであることを特徴とする流体噴射装置。
4. 請求項１ないし請求項３のいずれかに記載の流体噴射装置において、
   前記接続流路の直径が１ｍｍ〜３ｍｍで、前記接続流路管の外殻の厚さが０．１ｍｍ〜１ｍｍであることを特徴とする流体噴射装置。
5. 請求項１ないし請求項４のいずれかに記載の流体噴射装置において、
   前記接続流路の直径が前記イナータンス増加要素の直径よりも大きいことを特徴とする流体噴射装置。
6. 請求項１ないし請求項５のいずれかに記載の流体噴射装置において、
   前記接続流路の先端にノズルが備えられていることを特徴とする流体噴射装置。
7. 接続流路内の流体の音速をＱとし、出口流路側流体制御要素と前記開口部との間の接続流路の長さをＬ、ポンプ室容積の変更周波数をｆ、ｎを正の整数としたとき、ｎ・２Ｌ＝Ｑ／ｆもしくは２Ｌ／ｎ＝Ｑ／ｆを満たすように前記ポンプ室容積の変更を行うことを特徴とした流体噴射装置の駆動方法。
8. ポンプ室を備え、前記ポンプ室の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプと、前記マイクロポンプの出口流路に一方の端部が接続され、他方の端部に開口部が設けられた接続流路と、が備えられている流体噴射装置の駆動方法であって、
   前記流体が脈動波群と休止部との繰り返しで流動されることを特徴とする流体噴射装置の駆動方法。
9. 請求項８に記載の流体噴射装置の駆動方法において、
   前記脈動波群の駆動時間に対する前記休止部の時間が１〜５であることを特徴とする流体噴射装置の駆動方法。
10. 請求項８または請求項９に記載の流体噴射装置の駆動方法において、
    前記休止部の時間が１ｍｓｅｃ〜１０ｍｓｅｃであることを特徴とする流体噴射装置の駆動方法。
11. ポンプ室を備え、前記ポンプ室の容積を変更して流体の吐出動作を行うマイクロポンプに、着脱自在のカバーが装着されていることを特徴とする流体噴射装置。
12. 請求項１１に記載の流体噴射装置において、
    前記カバーが、振動吸収材または断熱材で形成されていることを特徴とする流体噴射装置。

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